JPH0779949A - 磁気共鳴映像装置 - Google Patents
磁気共鳴映像装置Info
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- JPH0779949A JPH0779949A JP5252321A JP25232193A JPH0779949A JP H0779949 A JPH0779949 A JP H0779949A JP 5252321 A JP5252321 A JP 5252321A JP 25232193 A JP25232193 A JP 25232193A JP H0779949 A JPH0779949 A JP H0779949A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 高速スピンエコー法やＲＦリフォーカスとグ
ラジエントリフォーカスを併用するハイブリッドイメー
ジング法等を用いてＴ２* イメージングを容易に実行で
きる磁気共鳴映像装置を提供することを目的とする。 【構成】 複数個の１８０度パルス印加により生じる各
スピンエコーの中心から、画像再構成に用いるエコーデ
ータの位置をずらすことにより、磁場不均一性に対する
感度が増大する様にし、組織のＴ２* 分布を画像化す
る。
ラジエントリフォーカスを併用するハイブリッドイメー
ジング法等を用いてＴ２* イメージングを容易に実行で
きる磁気共鳴映像装置を提供することを目的とする。 【構成】 複数個の１８０度パルス印加により生じる各
スピンエコーの中心から、画像再構成に用いるエコーデ
ータの位置をずらすことにより、磁場不均一性に対する
感度が増大する様にし、組織のＴ２* 分布を画像化す
る。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴（ＮＨＲとも
いう）現象を利用して、生体内各組織の特定原子核密度
分布を被検体外部より無侵襲に測定し、医学的診断のた
めの情報得る磁気共鳴映像装置に係り、特に磁場不均一
性を反映した横緩和時間Ｔ２* を強調したイメージング
を行なう技術に関する。
いう）現象を利用して、生体内各組織の特定原子核密度
分布を被検体外部より無侵襲に測定し、医学的診断のた
めの情報得る磁気共鳴映像装置に係り、特に磁場不均一
性を反映した横緩和時間Ｔ２* を強調したイメージング
を行なう技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】近年、医用診断装置の開発が進められる
中で、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置ともいう）が多く
用いられている。磁気共鳴映像装置は静磁場下に置かれ
た被検体に所定のパルスシーケンスでＲＦパルス，勾配
磁場パルスを印加し、これによって発生したエコー信号
を収集して磁気共鳴画像を作成するものである。
中で、磁気共鳴映像装置（ＭＲＩ装置ともいう）が多く
用いられている。磁気共鳴映像装置は静磁場下に置かれ
た被検体に所定のパルスシーケンスでＲＦパルス，勾配
磁場パルスを印加し、これによって発生したエコー信号
を収集して磁気共鳴画像を作成するものである。
【０００３】このような磁気共鳴映像装置では撮影の高
速化を図るため、ＲＦリフォーカスによるスピンエコー
のみを用いる高速スピンエコー法（ＦＳＥ，ＲＡＲＥ
等）や、勾配磁場反転によるグラジエントエコーも併用
するハイブリッド法（ＧＲＡＳＥ，ＴＧＳＥ，ＣＰＭＧ
Ｈｙｂｒｉｄ法等）が実用に供されており、これらの
方法を用いることで、従来のスピンエコー法に比べ数分
の１乃至数十分の１の時間での撮影が可能となとってい
る。
速化を図るため、ＲＦリフォーカスによるスピンエコー
のみを用いる高速スピンエコー法（ＦＳＥ，ＲＡＲＥ
等）や、勾配磁場反転によるグラジエントエコーも併用
するハイブリッド法（ＧＲＡＳＥ，ＴＧＳＥ，ＣＰＭＧ
Ｈｙｂｒｉｄ法等）が実用に供されており、これらの
方法を用いることで、従来のスピンエコー法に比べ数分
の１乃至数十分の１の時間での撮影が可能となとってい
る。
【０００４】一方、昨今においてはＴ２* 変化に敏感な
シーケンスにより、血液中のヘモグロビンの酸化・還元
に伴う局所磁場変化を画像化する方法が、脳の活性化に
伴う血流量変化を捉える方法、すなわち、脳機能イメー
ジングの手法として注目を浴びている。従来、このよう
なＴ２* イメージングの手法としては、９０度パルスに
より励起後、読み出し勾配磁場の多重反転により一度に
画像化を行なうＥＰＩや、低フリップ角で励起し、短い
繰り返し時間（ＴＲ）で撮像を行なうフィールドエコー
法（ＦＬＡＳＨ，ＧＲＡＳＳ等）が用いられている。Ｅ
ＰＩは時間分解能も高く、９０度パルスを用い繰り返し
時間も十分長くとれるためＳ／Ｎの点でも有利である
が、特殊な勾配磁場駆動系が必要であり、現在のところ
まだ一般的ではない。一方、フィールドエコー法を用い
た方法では、従来の装置で画像化が可能と言う利点があ
るが、低フリップ角で短い繰り返し時間のため、Ｓ／Ｎ
の点で不利である。また、Ｔ２* に対する感度を十分に
取るには、ＴＥを４０ms〜６０ms程度に選ぶ必要があ
り、２０秒前後の撮像時間を要する。これは、高速スピ
ンエコー法やハイブリッド法の撮像時間のオーダーとほ
ぼ等しく、しかも、Ｓ／Ｎの点では、９０度パルスを用
い、２〜３秒のＴＲを用いる高速スピンエコー法やハイ
ブリッド法の方が有利である。
シーケンスにより、血液中のヘモグロビンの酸化・還元
に伴う局所磁場変化を画像化する方法が、脳の活性化に
伴う血流量変化を捉える方法、すなわち、脳機能イメー
ジングの手法として注目を浴びている。従来、このよう
なＴ２* イメージングの手法としては、９０度パルスに
より励起後、読み出し勾配磁場の多重反転により一度に
画像化を行なうＥＰＩや、低フリップ角で励起し、短い
繰り返し時間（ＴＲ）で撮像を行なうフィールドエコー
法（ＦＬＡＳＨ，ＧＲＡＳＳ等）が用いられている。Ｅ
ＰＩは時間分解能も高く、９０度パルスを用い繰り返し
時間も十分長くとれるためＳ／Ｎの点でも有利である
が、特殊な勾配磁場駆動系が必要であり、現在のところ
まだ一般的ではない。一方、フィールドエコー法を用い
た方法では、従来の装置で画像化が可能と言う利点があ
るが、低フリップ角で短い繰り返し時間のため、Ｓ／Ｎ
の点で不利である。また、Ｔ２* に対する感度を十分に
取るには、ＴＥを４０ms〜６０ms程度に選ぶ必要があ
り、２０秒前後の撮像時間を要する。これは、高速スピ
ンエコー法やハイブリッド法の撮像時間のオーダーとほ
ぼ等しく、しかも、Ｓ／Ｎの点では、９０度パルスを用
い、２〜３秒のＴＲを用いる高速スピンエコー法やハイ
ブリッド法の方が有利である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】この様に、高速スピン
エコー法やハイブリッド法によるＴ２* イメージング
は、時間分解能やＳ／Ｎの点で有用性が高いと考えられ
るが、これらのシーケンスでは、磁場不均一性の影響が
原理的にはないスピンエコーを画像再構成時のデータの
中心としているため、十分な感度を持つＴ２* イメージ
ングは困難であった。 この発明はこのような従来の課
題を解決するためになされたものであり、その目的とす
るところは、高速スピンエコー法やハイブリッド法を用
いた場合においても十分な感度でＴ２* イメージングを
行なうことのできる磁気共鳴映像装置を提供することに
ある。
エコー法やハイブリッド法によるＴ２* イメージング
は、時間分解能やＳ／Ｎの点で有用性が高いと考えられ
るが、これらのシーケンスでは、磁場不均一性の影響が
原理的にはないスピンエコーを画像再構成時のデータの
中心としているため、十分な感度を持つＴ２* イメージ
ングは困難であった。 この発明はこのような従来の課
題を解決するためになされたものであり、その目的とす
るところは、高速スピンエコー法やハイブリッド法を用
いた場合においても十分な感度でＴ２* イメージングを
行なうことのできる磁気共鳴映像装置を提供することに
ある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本願第１の発明は、被検体に一様な静磁場を印加す
るとともに、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシ
ーケンスに従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号
を検出して映像化する磁気共鳴映像装置に於いて、所定
のＲＦパルスにより核スピンを励起した後、少なくとも
１個の１８０度パルスの印加又は勾配磁場反転により複
数個のエコーを生じさせ、それぞれのエコーに対し異な
る位相エンコード量を与えて画像再構成を行う高速撮像
法を実行する際に、読み出し勾配磁場及び位相エンコー
ド勾配磁場の調整を行なうことにより前記１８０度パル
ス又は勾配磁場反転により発生する各スピンエコーの中
心より、画像再構成に用いるエコーデータの位置をずら
して磁場不均一性に対する感度を増大させ、組織Ｔ２*
分布を画像化することが特徴である。
め、本願第１の発明は、被検体に一様な静磁場を印加す
るとともに、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシ
ーケンスに従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号
を検出して映像化する磁気共鳴映像装置に於いて、所定
のＲＦパルスにより核スピンを励起した後、少なくとも
１個の１８０度パルスの印加又は勾配磁場反転により複
数個のエコーを生じさせ、それぞれのエコーに対し異な
る位相エンコード量を与えて画像再構成を行う高速撮像
法を実行する際に、読み出し勾配磁場及び位相エンコー
ド勾配磁場の調整を行なうことにより前記１８０度パル
ス又は勾配磁場反転により発生する各スピンエコーの中
心より、画像再構成に用いるエコーデータの位置をずら
して磁場不均一性に対する感度を増大させ、組織Ｔ２*
分布を画像化することが特徴である。
【０００７】また、本願第２の発明は、被検体に一様な
静磁場を印加するとともに、高周波磁場及び勾配磁場を
所定のパルスシーケンスに従って印加し、被検体内から
の磁気共鳴信号を検出して映像化する磁気共鳴映像装置
に於いて、所定のＲＦパルスにより核スピンを励起した
後、読み出し勾配磁場を複数回スイッチングさせて少な
くとも２つ以上の多重グラジエントエコーのブロックを
生じさせ、それぞれのグラジエントエコーのブロックに
異なる位相エンコード量を与えて、高速にＴ２* 画像再
構成を行なうことを特徴とする。
静磁場を印加するとともに、高周波磁場及び勾配磁場を
所定のパルスシーケンスに従って印加し、被検体内から
の磁気共鳴信号を検出して映像化する磁気共鳴映像装置
に於いて、所定のＲＦパルスにより核スピンを励起した
後、読み出し勾配磁場を複数回スイッチングさせて少な
くとも２つ以上の多重グラジエントエコーのブロックを
生じさせ、それぞれのグラジエントエコーのブロックに
異なる位相エンコード量を与えて、高速にＴ２* 画像再
構成を行なうことを特徴とする。
【０００８】
【作用】上述の如く構成された本発明によれば、少なく
とも１個の１８０度パルスの印加により生じる各スピン
エコーの中心から、画像再構成に用いるエコーデータの
位置をずらすことにより、磁場不均一性に対する感度を
増大させ、組織のＴ２*分布を画像化するようにする。
とも１個の１８０度パルスの印加により生じる各スピン
エコーの中心から、画像再構成に用いるエコーデータの
位置をずらすことにより、磁場不均一性に対する感度を
増大させ、組織のＴ２*分布を画像化するようにする。
【０００９】これによって、従来の高速スピンエコー法
やＲＦリフォーカスとグラジエントリフォーカスを併用
するハイブリッドイメージング法等において、容易にＴ
２*イメージングを行なうことができるようになる。
やＲＦリフォーカスとグラジエントリフォーカスを併用
するハイブリッドイメージング法等において、容易にＴ
２*イメージングを行なうことができるようになる。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明
する。図３は本発明に係る磁気共鳴映像装置の概略的な
構成を示すブロック図である。
する。図３は本発明に係る磁気共鳴映像装置の概略的な
構成を示すブロック図である。
【００１１】同図において、静磁場磁石３３、および勾
配コイル３５はそれぞれ電源３４、および駆動電源３６
にて駆動される。これらにより被検体３７には一様な静
磁場とそれと同一方向で互いに直交する３方向に線形傾
斜磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。送信部４０か
ら高周波信号がプローブ３９に送られ、被検体３７に高
周波磁場が印加される。ここでプローブ３９は送受信両
用でも、あるいは送受信別々に設けてもよい。プローブ
３９で受信された磁気共鳴信号は受信部４１で直交位相
検波された後データ収集部４３に転送されＡ／Ｄ変換
後、電子計算機４４に送られる。以上、電源３４、駆動
電源３６、送信部４０、受信部４１、データ収集部４３
はすべてシステムコントローラ４２によって制御されて
いる。システムコントローラ４２は電子計算機４４を介
してコンソール４５により制御される。電子計算機４４
ではデータ収集部４３から送られた磁気共鳴信号に基づ
いて画像再構成処理を行ない、画像データを得る。得ら
れた画像はディスプレイ４６に表示される。電子計算機
４４および寝台３８はコンソール４５により制御され
る。
配コイル３５はそれぞれ電源３４、および駆動電源３６
にて駆動される。これらにより被検体３７には一様な静
磁場とそれと同一方向で互いに直交する３方向に線形傾
斜磁場分布を持つ勾配磁場が印加される。送信部４０か
ら高周波信号がプローブ３９に送られ、被検体３７に高
周波磁場が印加される。ここでプローブ３９は送受信両
用でも、あるいは送受信別々に設けてもよい。プローブ
３９で受信された磁気共鳴信号は受信部４１で直交位相
検波された後データ収集部４３に転送されＡ／Ｄ変換
後、電子計算機４４に送られる。以上、電源３４、駆動
電源３６、送信部４０、受信部４１、データ収集部４３
はすべてシステムコントローラ４２によって制御されて
いる。システムコントローラ４２は電子計算機４４を介
してコンソール４５により制御される。電子計算機４４
ではデータ収集部４３から送られた磁気共鳴信号に基づ
いて画像再構成処理を行ない、画像データを得る。得ら
れた画像はディスプレイ４６に表示される。電子計算機
４４および寝台３８はコンソール４５により制御され
る。
【００１２】このように構成された磁気共鳴装置を用い
た本発明の実施例を以下詳細に説明する。高速スピンエ
コー法は、図１７に示す様に９０度パルスにより核スピ
ンを励起した後、複数個の１８０度パルスの印加により
多重スピンエコーを生じさせ、それぞれのエコーに対し
異なる位相エンコード量を与えて画像再構成を行う高速
撮像法であり、Ｋスペース上では図１８に示す如くの軌
跡を描く。
た本発明の実施例を以下詳細に説明する。高速スピンエ
コー法は、図１７に示す様に９０度パルスにより核スピ
ンを励起した後、複数個の１８０度パルスの印加により
多重スピンエコーを生じさせ、それぞれのエコーに対し
異なる位相エンコード量を与えて画像再構成を行う高速
撮像法であり、Ｋスペース上では図１８に示す如くの軌
跡を描く。
【００１３】この方法は、磁場不均一性の影響を受けに
くいスピンエコーのみを用いているため、このままで
は、組織のＴ２* 分布を画像化することはできない。そ
こで、本発明では、基本的な原理として図４に示す様
に、読み出し勾配磁場の位置、すなわち、読み出し勾配
磁場によってリフォーカスされるエコーの位置を、スピ
ンエコーの中心時刻からΔｔずらす様にする。このとき
生じる信号低下はｅｘｐ（−Δｔ／Ｔ２* ）である。Ｔ
２* 〜１／πΔｆ，２πΔｆ＝γΔＨであるから、１ピ
クセル内の磁場不均一性の半値幅ΔＨが０．０１ppm 程
度であるとすると、１．５ＴではＴ２* 〜５００msとな
り、Δｔ＝１０msのとき、約２％の信号強度変化が得ら
れる。
くいスピンエコーのみを用いているため、このままで
は、組織のＴ２* 分布を画像化することはできない。そ
こで、本発明では、基本的な原理として図４に示す様
に、読み出し勾配磁場の位置、すなわち、読み出し勾配
磁場によってリフォーカスされるエコーの位置を、スピ
ンエコーの中心時刻からΔｔずらす様にする。このとき
生じる信号低下はｅｘｐ（−Δｔ／Ｔ２* ）である。Ｔ
２* 〜１／πΔｆ，２πΔｆ＝γΔＨであるから、１ピ
クセル内の磁場不均一性の半値幅ΔＨが０．０１ppm 程
度であるとすると、１．５ＴではＴ２* 〜５００msとな
り、Δｔ＝１０msのとき、約２％の信号強度変化が得ら
れる。
【００１４】図５はこのような原理を利用してＴ２* イ
メージングを行なうパルスシーケンスの第１実施例を示
す図である。この例では、単にエコーの発生位置をスピ
ンエコーの中心時刻からΔｔだけずらすと、この中心時
刻に対して反対側の時間が無駄になるので、スピンエコ
ー中心時刻の両側にグラジエントエコーを発生させてい
る。
メージングを行なうパルスシーケンスの第１実施例を示
す図である。この例では、単にエコーの発生位置をスピ
ンエコーの中心時刻からΔｔだけずらすと、この中心時
刻に対して反対側の時間が無駄になるので、スピンエコ
ー中心時刻の両側にグラジエントエコーを発生させてい
る。
【００１５】このとき、スピンエコーの両側で同一の位
相エンコード量を与えたのでは同一のデータしか得られ
ないので、図５のＧ１に示す如くのエンコードパルスを
スピンエコーの中心時刻に与える。これによってスピン
エコーの両側で位相エンコード量が変化し、Ｋスペース
上のデータ収集軌跡は図６に示す如くとなる。即ち、ス
ピンエコーの両側のグラジエントエコーに、異なる位相
エンコード量を与えて画像再構成に用いることにより、
ＲＦリフォーカスパルス数が同じであれば、高速スピン
エコー法により２倍高速にＴ２* イメージングを行なう
ことが可能である。
相エンコード量を与えたのでは同一のデータしか得られ
ないので、図５のＧ１に示す如くのエンコードパルスを
スピンエコーの中心時刻に与える。これによってスピン
エコーの両側で位相エンコード量が変化し、Ｋスペース
上のデータ収集軌跡は図６に示す如くとなる。即ち、ス
ピンエコーの両側のグラジエントエコーに、異なる位相
エンコード量を与えて画像再構成に用いることにより、
ＲＦリフォーカスパルス数が同じであれば、高速スピン
エコー法により２倍高速にＴ２* イメージングを行なう
ことが可能である。
【００１６】図７は前記した第１実施例の変形例を示す
パルスシーケンス図である。この例では図５に示した例
と異なり、リード方向の勾配磁場Ｇｒの図中Ｇ２，Ｇ３
の大きさが異なるように設定されている。従って、発生
するグラジエントエコーは非対称となり、スピンエコー
からのシフト量Δｔによるシーケンス長の延長を短縮化
することができる。つまり、図７に示すΔｔを長くする
とその分だけシーケンス長は長くなるが、グラジエント
エコーを非対称とすることによりこれを短縮化すること
ができるのである。ただし、図８に示すようにＫスペー
ス上では非対称としたためにデータが収集できない領域
が存在してしまう。これについては、ゼロフィリングや
収集したデータの複素共役性を用いてデータを作成する
等の操作で補うことができる。
パルスシーケンス図である。この例では図５に示した例
と異なり、リード方向の勾配磁場Ｇｒの図中Ｇ２，Ｇ３
の大きさが異なるように設定されている。従って、発生
するグラジエントエコーは非対称となり、スピンエコー
からのシフト量Δｔによるシーケンス長の延長を短縮化
することができる。つまり、図７に示すΔｔを長くする
とその分だけシーケンス長は長くなるが、グラジエント
エコーを非対称とすることによりこれを短縮化すること
ができるのである。ただし、図８に示すようにＫスペー
ス上では非対称としたためにデータが収集できない領域
が存在してしまう。これについては、ゼロフィリングや
収集したデータの複素共役性を用いてデータを作成する
等の操作で補うことができる。
【００１７】図９は本発明の第２実施例を示すパルスシ
ーケンス図である。この例は、高速スピンエコーイメー
ジングとＴ２* イメージングが同時に可能なハイブリッ
ド法のパルスシーケンスである。つまり、読み出し勾配
磁場Ｇｒを図９に示す如く印加することによってエコー
タイムＴＥの時点でスピンエコーを発生させ、更にΔｔ
経過後にグラジエントエコーを発生させる。この結果、
１回のシーケンスを実行することによりＴ２強調画像と
Ｔ２* 強調画像を同時に得ることがてき、２枚の画像を
差し引くことにより、Ｔ２* の変化が起こった組織のみ
の画像化、例えば、脳組織毛細血管内のヘモグロビンの
酸化・還元変化の際に生じる磁場変化を検出して画像化
する脳機能イメージングが可能である。ここで、図１０
に示す様に、読み出し勾配磁場波形をさらにもう一度反
転させて、同符号側（図では正側）のみの読み出し勾配
磁場波形で生じたエコーを用いる様にしても良い。こう
することにより、勾配磁場波形の正側と負側で静磁場不
均一性の影響が異なることによるアーチファクトを低減
することができる。
ーケンス図である。この例は、高速スピンエコーイメー
ジングとＴ２* イメージングが同時に可能なハイブリッ
ド法のパルスシーケンスである。つまり、読み出し勾配
磁場Ｇｒを図９に示す如く印加することによってエコー
タイムＴＥの時点でスピンエコーを発生させ、更にΔｔ
経過後にグラジエントエコーを発生させる。この結果、
１回のシーケンスを実行することによりＴ２強調画像と
Ｔ２* 強調画像を同時に得ることがてき、２枚の画像を
差し引くことにより、Ｔ２* の変化が起こった組織のみ
の画像化、例えば、脳組織毛細血管内のヘモグロビンの
酸化・還元変化の際に生じる磁場変化を検出して画像化
する脳機能イメージングが可能である。ここで、図１０
に示す様に、読み出し勾配磁場波形をさらにもう一度反
転させて、同符号側（図では正側）のみの読み出し勾配
磁場波形で生じたエコーを用いる様にしても良い。こう
することにより、勾配磁場波形の正側と負側で静磁場不
均一性の影響が異なることによるアーチファクトを低減
することができる。
【００１８】次に、多重グラジエントエコーを用い、さ
らに高速化を行った場合の実施例を示す。図１９は従来
のハイブリッドイメージング法のパルスシーケンス、図
２０はそのＫスペース上のデータ収集軌跡を示す図であ
る。このシーケンスは多重グラジエントエコーを用いて
いるが、画像再構成データの中心に相当するエコーデー
タは、スピンエコーに相当しているため、やはりＴ２*
イメージングを感度良く行うには適していない。そこ
で、原理図の図４に示した方法と同様に、スピンエコー
のエコータイムから多重グラジエントエコーのピークエ
コー位置をΔｔずらす様にする。
らに高速化を行った場合の実施例を示す。図１９は従来
のハイブリッドイメージング法のパルスシーケンス、図
２０はそのＫスペース上のデータ収集軌跡を示す図であ
る。このシーケンスは多重グラジエントエコーを用いて
いるが、画像再構成データの中心に相当するエコーデー
タは、スピンエコーに相当しているため、やはりＴ２*
イメージングを感度良く行うには適していない。そこ
で、原理図の図４に示した方法と同様に、スピンエコー
のエコータイムから多重グラジエントエコーのピークエ
コー位置をΔｔずらす様にする。
【００１９】図１１はこのような方法を適用した本発明
の第３実施例を示すパルスシーケンス図である。図から
明らかなように、この例では多重グラジエントエコー法
を用い、ピークエコー位置をスピンエコーの発生時刻か
らΔｔだけずらしている。従って、収集されたエコー信
号を基にＴ２* 強調の画像を得ることができる。
の第３実施例を示すパルスシーケンス図である。図から
明らかなように、この例では多重グラジエントエコー法
を用い、ピークエコー位置をスピンエコーの発生時刻か
らΔｔだけずらしている。従って、収集されたエコー信
号を基にＴ２* 強調の画像を得ることができる。
【００２０】図１２は第３実施例の変形例を示すパルス
シーケンス図である。この例は非対称エンコードを用い
てデータ収集を行なっている。従って、スピンエコーの
前半部分も有効に利用することができる。図１３はこの
ときのＫスペース上のデータ収集領域を示している。図
示のように、非対称としたためにデータの存在しない部
分があるが、これについては前記したようにゼロフィリ
ングや複素共役性を用いて補うようにすれば良い。
シーケンス図である。この例は非対称エンコードを用い
てデータ収集を行なっている。従って、スピンエコーの
前半部分も有効に利用することができる。図１３はこの
ときのＫスペース上のデータ収集領域を示している。図
示のように、非対称としたためにデータの存在しない部
分があるが、これについては前記したようにゼロフィリ
ングや複素共役性を用いて補うようにすれば良い。
【００２１】次に、スピンエコーのエコータイムから多
重グラジエントエコーのピークエコー位置までのシフト
時間Δｔをさらに大きくとれ、かつ、シーケンス長の延
長を少なくできるようにした本発明の第４実施例のパル
スシーケンスを図１４に示す。このシーケンスでは、１
スピンエコー当たり２ブロックの多重グラジエントエコ
ーを発生させているため、Δｔを大きくとってもスピン
エコーの反対側に無駄な時間が生じない。
重グラジエントエコーのピークエコー位置までのシフト
時間Δｔをさらに大きくとれ、かつ、シーケンス長の延
長を少なくできるようにした本発明の第４実施例のパル
スシーケンスを図１４に示す。このシーケンスでは、１
スピンエコー当たり２ブロックの多重グラジエントエコ
ーを発生させているため、Δｔを大きくとってもスピン
エコーの反対側に無駄な時間が生じない。
【００２２】更に、図１は第４実施例の変形例を示すパ
ルスシーケンス図であり、非対称エンコードを用いてい
る。このとき、スピンエコーの前半に形成した読み出し
勾配磁場ブロック１４に対する位相エンコード勾配磁場
波形１９と、スピンエコーの後半に形成した読み出し勾
配磁場ブロック１５に対する位相エンコード勾配磁場波
形２０の符号とを反転させ、さらに、位相エンコード勾
配磁場波形２１により、これら２つのスキャン軌跡をシ
フトさせるようにする。このときのスキャン軌跡のシフ
ト量は、位相エンコード勾配磁場波形２１の印加時間幅
をｔｐ、振幅をΔＧｅとすれば、ΔＧｅ×ｔｐに比例し
た量となる。従って、Ｋスペース上のデータ収集軌跡は
図２の如くとなる。また、前述の様に、収集しなかった
Ｋスペース上のデータは、ゼロフィリングや、収集した
データの複素共役性を用いて補うようにする。
ルスシーケンス図であり、非対称エンコードを用いてい
る。このとき、スピンエコーの前半に形成した読み出し
勾配磁場ブロック１４に対する位相エンコード勾配磁場
波形１９と、スピンエコーの後半に形成した読み出し勾
配磁場ブロック１５に対する位相エンコード勾配磁場波
形２０の符号とを反転させ、さらに、位相エンコード勾
配磁場波形２１により、これら２つのスキャン軌跡をシ
フトさせるようにする。このときのスキャン軌跡のシフ
ト量は、位相エンコード勾配磁場波形２１の印加時間幅
をｔｐ、振幅をΔＧｅとすれば、ΔＧｅ×ｔｐに比例し
た量となる。従って、Ｋスペース上のデータ収集軌跡は
図２の如くとなる。また、前述の様に、収集しなかった
Ｋスペース上のデータは、ゼロフィリングや、収集した
データの複素共役性を用いて補うようにする。
【００２３】図１５は他の変形例を示すパルスシーケン
ス図である。図示のようにこのシーケンスでは、位相エ
ンコード勾配磁場の波形を図中のＧ４にて大きく巻き戻
している。従って、Ｋスペース上では図１６に示すよう
に中央部が重複した２つのデータがスピンエコーの前後
で収集されることになる。そして、この重複した部分に
ついては２つのデータの平均、又は一方を捨てる等の操
作を行なう。この方法によれば、非対称エンコードの際
に必要であったゼロフィリングや複素共役性を用いたデ
ータ作成の操作を省略することができる。
ス図である。図示のようにこのシーケンスでは、位相エ
ンコード勾配磁場の波形を図中のＧ４にて大きく巻き戻
している。従って、Ｋスペース上では図１６に示すよう
に中央部が重複した２つのデータがスピンエコーの前後
で収集されることになる。そして、この重複した部分に
ついては２つのデータの平均、又は一方を捨てる等の操
作を行なう。この方法によれば、非対称エンコードの際
に必要であったゼロフィリングや複素共役性を用いたデ
ータ作成の操作を省略することができる。
【００２４】本発明は種々の変形実施が可能であり、例
えば、図１４、図１５等において、ペアとして用いる多
重グラジエントエコーは、必ずしもスピンエコーの前後
である必要はなく、１８０度パルスの前後の多重グラジ
エントエコーをペアとして用いても良い。また、ＦＩＤ
信号部の多重グラジエントエコーは、図中では用いてい
るが、必ずしも用いる必要はない。
えば、図１４、図１５等において、ペアとして用いる多
重グラジエントエコーは、必ずしもスピンエコーの前後
である必要はなく、１８０度パルスの前後の多重グラジ
エントエコーをペアとして用いても良い。また、ＦＩＤ
信号部の多重グラジエントエコーは、図中では用いてい
るが、必ずしも用いる必要はない。
【００２５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明では１８０
度パルスの印加によって生じる各スピンエコーの中心よ
りΔｔだけずれた位置にてエコーデータを収集してい
る。従って、収集されたエコーデータはＴ２* を反映し
たデータとなり、これを再構成して画像を作成すればＴ
２* 強調の画像を容易に得ることができるようになる。
度パルスの印加によって生じる各スピンエコーの中心よ
りΔｔだけずれた位置にてエコーデータを収集してい
る。従って、収集されたエコーデータはＴ２* を反映し
たデータとなり、これを再構成して画像を作成すればＴ
２* 強調の画像を容易に得ることができるようになる。
【図１】１スピンエコー当たり２ブロックの多重グラジ
エントエコーを発生させて用いる、非対称エンコードＴ
２* ハイブリッドイメージング法の１実施例を示すパル
スシーケンスである。
エントエコーを発生させて用いる、非対称エンコードＴ
２* ハイブリッドイメージング法の１実施例を示すパル
スシーケンスである。
【図２】上記実施例のＫスペース上のデータ収集軌跡で
ある。
ある。
【図３】本発明に関わるＴ２* イメージング可能な磁気
共鳴診断装置のシステムを示す図である。
共鳴診断装置のシステムを示す図である。
【図４】本発明に関わるＴ２* 感度強調法の１実施例で
ある。
ある。
【図５】Ｔ２* イメージング可能で、かつ、高速スピン
エコー法より２倍高速なＴ２* ハイブリッドイメージン
グ法のパルスシーケンスの１実施例を示す図である。
エコー法より２倍高速なＴ２* ハイブリッドイメージン
グ法のパルスシーケンスの１実施例を示す図である。
【図６】上記実施例のＫスペース上のデータ収集軌跡を
示す図である。
示す図である。
【図７】Ｔ２* イメージング可能で、かつ、高速スピン
エコー法により２倍高速な、非対称サンプリングＴ２*
ハイブリッドイメージング法のパルスシーケンスの１実
施例を示す図である。
エコー法により２倍高速な、非対称サンプリングＴ２*
ハイブリッドイメージング法のパルスシーケンスの１実
施例を示す図である。
【図８】上記実施例のＫスペース上のデータ収集領域を
示す図である。
示す図である。
【図９】高速スピンエコーイメージングと、Ｔ２* イメ
ージングが同時に可能な、ハイブリッドイメージング法
のパルスシーケンスの１実施例を示す図である。
ージングが同時に可能な、ハイブリッドイメージング法
のパルスシーケンスの１実施例を示す図である。
【図１０】上記ハイブリッドイメージング法に用いる読
み出し勾配磁場の他の実施例を示す図である。
み出し勾配磁場の他の実施例を示す図である。
【図１１】多重グラジエントエコーを用いたＴ２* ハイ
ブリッドイメージング法の１実施例を示すパルスシーケ
ンスである。
ブリッドイメージング法の１実施例を示すパルスシーケ
ンスである。
【図１２】多重グラジエントエコーを用いた非対称エン
コードＴ２* ハイブリッドイメージング法の１実施例を
示すパルスシーケンスである。
コードＴ２* ハイブリッドイメージング法の１実施例を
示すパルスシーケンスである。
【図１３】上記実施例のＫスペース上のデータ収集領域
を示す図である。
を示す図である。
【図１４】１スピンエコー当たり２ブロックの多重グラ
ジエントエコーを発生させて用いる、Ｔ２* ハイブリッ
ドイメージング法の１実施例を示すパルスシーケンスで
ある。
ジエントエコーを発生させて用いる、Ｔ２* ハイブリッ
ドイメージング法の１実施例を示すパルスシーケンスで
ある。
【図１５】１スピンエコー当たり２ブロックの多重グラ
ジエントエコーを発生させて用いる、非対称エンコード
Ｔ２* ハイブリッドイメージング法の他の１実施例を示
すパルスシーケンスである。
ジエントエコーを発生させて用いる、非対称エンコード
Ｔ２* ハイブリッドイメージング法の他の１実施例を示
すパルスシーケンスである。
【図１６】上記実施例のＫスペース上のデータ収集法を
示す図である。
示す図である。
【図１７】従来の高速スピンエコー法のパルスシーケン
スを示す図である。
スを示す図である。
【図１８】従来の高速スピンエコー法のＫスペース上の
データ収集軌跡を示す図である。
データ収集軌跡を示す図である。
【図１９】従来のハイブリッドイメージング法のパルス
シーケンスを示す図である。
シーケンスを示す図である。
【図２０】従来のハイブリッドイメージング法のＫスペ
ース上のデータ収集軌跡を示す図である。
ース上のデータ収集軌跡を示す図である。
３３ 静磁場磁石 ３４ 電源 ３５ 勾配コイル ３６ 駆動電源 ３７ 被検体 ３８ 寝台 ３９ プローブ ４０ 送信部 ４１ 受信部 ４２ システムコントローラ ４３ データ収集部 ４４ 電子計算機 ４５ コンソール ４６ ディスプレイ
Claims (2)
- 【請求項１】 被検体に一様な静磁場を印加するととも
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置に於いて、所定のＲＦパ
ルスにより核スピンを励起した後、少なくとも１個の１
８０度パルスの印加又は勾配磁場反転により複数個のエ
コーを生じさせ、それぞれのエコーに対し異なる位相エ
ンコード量を与えて画像再構成を行う高速撮像法を実行
する際に、読み出し勾配磁場及び位相エンコード勾配磁
場の調整を行なうことにより前記１８０度パルス又は勾
配磁場反転により発生する各スピンエコーの中心より、
画像再構成に用いるエコーデータの位置をずらして磁場
不均一性に対する感度を増大させ、組織Ｔ２* 分布を画
像化することを特徴とする磁気共鳴映像装置。 - 【請求項２】 被検体に一様な静磁場を印加するととも
に、高周波磁場及び勾配磁場を所定のパルスシーケンス
に従って印加し、被検体内からの磁気共鳴信号を検出し
て映像化する磁気共鳴映像装置に於いて、所定のＲＦパ
ルスにより核スピンを励起した後、読み出し勾配磁場を
複数回スイッチングさせて少なくとも２つ以上の多重グ
ラジエントエコーのブロックを生じさせ、それぞれのグ
ラジエントエコーのブロックに異なる位相エンコード量
を与えて、高速にＴ２* 画像再構成を行なうことを特徴
とする磁気共鳴映像装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25232193A JP3392478B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 磁気共鳴映像装置 |
| DE4432575A DE4432575C2 (de) | 1993-09-14 | 1994-09-13 | Verfahren zur Bildgebung der Gehirnfunktion mittels einer Kernspinresonanz-Vorrichtung und hieran angepasste Kernspinresonanz-Vorrichtung |
| US08/305,589 US5603319A (en) | 1993-09-14 | 1994-09-14 | Magnetic resonance imaging apparatus |
| US08/780,898 US5869964A (en) | 1993-09-14 | 1997-01-09 | Magnetic resonance imaging apparatus in which gradient echo signals are acquired at a time distant from the center of a gradient echo |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP25232193A JP3392478B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 磁気共鳴映像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0779949A true JPH0779949A (ja) | 1995-03-28 |
| JP3392478B2 JP3392478B2 (ja) | 2003-03-31 |
Family
ID=17235636
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP25232193A Expired - Lifetime JP3392478B2 (ja) | 1993-09-14 | 1993-09-14 | 磁気共鳴映像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3392478B2 (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002075346A1 (de) * | 2001-03-15 | 2002-09-26 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Verfahren der bildgebenden magnetischen resonanz zur untersuchung einer probe mittels aufnahme von spin- und gradientenechosignalen |
| JP2010046510A (ja) * | 2000-03-21 | 2010-03-04 | A Jablonski Dmitry | 勾配エコーを伴う磁気共鳴画像形成におけるｔ２コントラスト |
| JP2010158459A (ja) * | 2009-01-09 | 2010-07-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴装置 |
| WO2018088096A1 (ja) * | 2016-11-14 | 2018-05-17 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び計算画像生成方法 |
| CN115362385A (zh) * | 2020-03-30 | 2022-11-18 | 彼得·詹姆斯·拉利 | 磁共振成像方法和设备 |
-
1993
- 1993-09-14 JP JP25232193A patent/JP3392478B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2010046510A (ja) * | 2000-03-21 | 2010-03-04 | A Jablonski Dmitry | 勾配エコーを伴う磁気共鳴画像形成におけるｔ２コントラスト |
| WO2002075346A1 (de) * | 2001-03-15 | 2002-09-26 | Forschungszentrum Jülich GmbH | Verfahren der bildgebenden magnetischen resonanz zur untersuchung einer probe mittels aufnahme von spin- und gradientenechosignalen |
| JP2010158459A (ja) * | 2009-01-09 | 2010-07-22 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | 磁気共鳴装置 |
| WO2018088096A1 (ja) * | 2016-11-14 | 2018-05-17 | 株式会社日立製作所 | 磁気共鳴イメージング装置及び計算画像生成方法 |
| US10866296B2 (en) | 2016-11-14 | 2020-12-15 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and calculation image generation method using pulse sequence |
| CN115362385A (zh) * | 2020-03-30 | 2022-11-18 | 彼得·詹姆斯·拉利 | 磁共振成像方法和设备 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3392478B2 (ja) | 2003-03-31 |
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